Planlama Sistemi ile Plan Karşılaştırmaları

GEBT ile elde edilen kesitler üzerine uygulanan 2FB, 2FT ve 9F planların tedavi planlama sistemi ile elde edilen 3D doz dağılımları referans kabul edilmiş ve KHBT ile elde edilen planlar değerlendirilmiştir.

GEBT ve XVI baş kesitleri üzerine uygulanan 2FB planın dozimetre işlemlerinde, işaretleyicilerle BT çekimi sırasında belirlenen merkez noktasına 100cGy doz alacak şekilde normalize edilmiştir. 3D doz dağılımında merkez kesitte elde edilen maksimum nokta dozu GEBT-baş ve XVI-baş için sırasıyla 122,3 cGy ve 121,6 cGy olup fark % 0,6 olarak hesaplanmıştır. Benzer şekilde 9F GEBT-baş ve ve 9F XVI-baş Maksimum nokta dozu sırasıyla 102,4 cGy ve 102,8 cGy olup fark %-0,4’tür.. 2FT GEBT-toraks ve

91

2FT XVI-toraks için maksimum nokta dozu değerleri ve % fark sırasıyla 118,7 cGy, 122,3 cGy ve %-3’tür. Son olarak ta 9F GEBT-toraks ve 9F XVI-toraks için maksimum nokta dozu değerleri ve % fark sırasıyla 105,6 cG, 106,1 cGy ve -%0,5’tir.

92 5. TARTIŞMA

BT sistemlerinde yapılması gereken kalite kontrol testleri, sistemlerin geometrik testleri ve görüntü kalite kontrol testleri olarak iki başlık altında toplanabilir. Geometrik testler görüntüleme sistemine göre farklılık yaratırken, görüntü kalite testleri, XVI sistemler de dahil tüm BT sistemlerinde hemen hemen aynıdır. Görüntü kalitesi kontrol testleri, BT numarası doğrusallığı, düşük ve yüksek kontrastta çözünürlük, eksen geometri ölçüm testleridir. BT numarası doğrusallığı testi sonucu sayısal bir değerdir ve sonucunun % 1,5 tolerans değer içerisinde olması gerekir. Aksi durumda görüntüleme sistemlerine kalibrasyon yapılmalıdır. XVI sistem üretici teknik referans kitaplarında, görüntü kalite kontrol testlerinin nasıl yapılması gerektiği, test sonucu değerlerin tolerans sınırları, değerlerin düzeltilerek görüntü kalitesinin iyileştirilmesi için yapılması gereken sistem kalibrasyonları ve kalibrasyonların nasıl yapılması gerektiği yer almaktadır (39). XVI sistem üretici teknik referans kitapları, BT numarası doğrusallığı testi sonucu % 1,5 tolerans değer dışında olması durumunda sırasıyla; kazanç kalibrasyonu, kötü piksel haritası kalibrasyonu ve geometrik kalibrasyon olan flexmap kalibrasyonu işlemlerinin tekrarlanmasını önermektedir. Kalibrasyonlar sonrasında sistem kalite kontrolleri tekrarlanarak, tolerans değerler içerisinde olduğunun doğrulanması gerekir. Tedavi planlama sistemleri için gerekli HU değer tablosunun doğru bir şekilde oluşturulabilmesi için ise sistemin görüntü kalitesinin tolerans değerler içerisinde olması gerekmektedir. Bu nedenle HU değer tablosu kalibrasyon ve testler sonrasında oluşturulmalıdır.

XVI sistemin geometrik kontrol temelini flexmap kaibrasyonu oluşturmaktadır. Elekta XVI sistem ve doğrusal hızlandırıcı, tedavi sırasında görüntüleme yapabilmek için eşmerkezli olarak tasarlanmıştır. Eşmerkezlik farkı olarak da adlandırılabilen cihaz esnekliği kaynaklı oluşan flexmap, görüntü kalitesini, çözünürlüğünü ve doğruluğunu değiştirir. Bu nedenle cihaz kalibrasyonları arasında flexmap kalibrasyon testi önemli bir yer almaktadır. XVI sistem üretici teknik referans kitapları bu tolerans değer 2 mm olarak tanımlanmıştır. Sistemin bu değer dışarısına çıkması durumunda flexmap kalibrasyon işleminin yapılması gerekmektedir. Aynı zamanda flexmap testi eğer

93

tolerans değer içerisinde değil ise BT numarası doğrusallığı testinin de limit dışında olması beklenir.

KHBT sistemleri görüntülerinin tedavi planlama sistemlerinde dozimetrik hesaplama amaçlı kullanımında, kesit görüntülerinin kalitesi önem taşımaktadır. Çalışma başlangıcında mevcut XVI sistemin görüntü kalitesinin iyileştirilmesi için literatür taramaları yapılmıştır. Bu literatür taramaları sonucunda ilk olarak Jaffray ve ark.’ nın 2002 yılında yaptığı çalışma incelenmiştir. Bu çalışmada görüntüleme sisteminin performansı değerlendirilmiş ve geometrik hataların görüntü kalitesine etkisi araştırılmıştır. Çalışma sonucunda 0,2 cm’ den büyük sistem eşmerkezlik farkında görüntü artefaktları ve görüntülerde bulanıklıklar oluştuğu gözlemlenmiştir (1). Diğer bir çalışma ise A. Amer ve ark.nın 2004 yılında yaptığı çalışmadır. Bu çalışmada ise doğrusal hızlandırıcılarında bulunan KHBT görüntüleme sistemlerinde, görüntüleme paneli esnekliğinin görüntü kalitesine etkileri ve bu sebeple oluşan görüntü bulanıklığının giderilmesi için geliştirilen algoritmaların görüntüleme kalitesine etkileri incelenmiştir. Çalışma sonucundaki öneriler, görüntüleme sistemi ve hızlandırıcı eşmerkez farkının en fazla 0,2 cm olması gerektiği daha hassas ayarların ise algoritma desteği ile düzeltilebileceği şeklindedir (32).

Jaffray ve A. Amer çalışmalarında görüntüleme kalitesinin iyileştirilmesi için görüntüleme sistemi ve doğrusal hızlandırıcı eşmerkezlik kalibrasyonu olan flexmap kalibrasyonu ile KHBT görüntüleme sistemlerinin görüntü kalitesinin artacağı vurgulanmıştır. Bu iki çalışmada görüntü kalitesini iyileştirmek için sadece flexmap kalibrasyon işlemi yapılmıştır ve kazanç kalibrasyonu ve kötü piksel haritası kalibrasyonlarından bahsedilmemiştir. Jaffray ve A. Amer çalışmaları 2002-2003 tarihlerinde yapılmış olduğu için 2012 de yayınlanan AAPM TG 179 ’ un BT sistemlerinde görüntü kalite kontrol önerileri doğrultusunda görüntü kalite kontrol testleri yapılamamıştır. Bu nedenle çalışmalarda, kalibrasyon öncesi ve sonrasında görüntü kalitelerinin karşılaştırılmasında BT numarası doğrusallığı değeri yer alamamaktadır (1,32).

94

Huber ve ark.’ nın 2013 yılında yaptığı çalışmada elektronik portal görüntüleme sistemlerinde, görüntüleme panelinin sıcaklıkla ve zamandan etkilendiği gösterilmiştir. Görüntü kalitesindeki bulanıklıkların giderilmesi için kazanç kalibrasyonlarının belirli aralıklarla tekrarlanmasının görüntü kalitesini arttırdığı gösterilmiştir ve bu kalibrasyonların cihaz ömrünü arttıracağı vurgulanmıştır (34).

Yapmış olduğumuz çalışmada ise XVI sisteminin kalite kontrol testlerinin tümü üretici teknik referans kitapları doğrultusunda gerçekleştirilmiştir. Çalışmamızda Elekta Synergy XVI görüntüleme sistem eşmerkez doğruluğu testinde gözlenen fark 2 mm’ den fazladır. Bu geometrik fark kaynaklı olarak aynı gün yapılan BT numarası doğrusallığı testi % 4,5 olarak bulunmuş ve % 1,5 tolerans değerini aşmıştır. Görüntü netliğini buna paralel BT numarası doğrusallığı değerini değeri tolerans aralığa indirmek için yapılan kalibrasyonlar, hem Huber’ in önerdiği kazanç kalibrasyonları hem de Jaffray ve Amer’in önerdiği flexmap kalibrasyon işlemlerine ek olarak kötü piksel haritası kalibrasyon işlemleridir ve yine üretici teknik referans kitapları doğrultusunda gerçekleştirilmiştir. Bu kalibrasyonlar kazanç kalibrasyonu, kötü piksel haritası kalibrasyonu ve ardından flexmap kalibrasyonu şeklinde gerçekleştirilmiştir (39). Kalibrasyonlar sonrası tekrarlanan görüntü kalite testlerinde BT numarası doğrusallığı değeri % 1,5 olarak bulunmuş ve tolerans değer aralığındadır.

XVI sistemi ile alınan kesit görüntülerinin TPS’ ne tanımlanmasında gerekli BT numarası kalibrasyonu için çeşitli literatürler araştırılmıştır. Witold S. ve ark.’ nın yaptığı çalışmada bilgisayarlı tomografi görüntülerinin kalite kontrol ve kalibrasyonu amaçlı tasarlanan fantomlar incelenmiştir (35). Çalışmamızda bu çalışmadaki öneriler dikkate alınmış ve BT numarası değerleri elde edilmesi için Cathphan kalibrasyon fantomu kullanılmıştır.

Kalibrasyon işlemleri yapılmadan sistemin bu haliyle elde edilen HU değer tabloları ile sistemin kalibrasyonları sonrası elde edilen BT numarası tabloları arasında, özellikle su için %50,2 standart sapma bulunmuştur. Bu nedenle tedavi planlama sistemleri için gerekli BT numarası değer tabloları, kalibrasyonlar sonrasında yeniden hesaplanmalıdır.

95

Ayrıca AAPM TG-179 önerileri doğrultusunda XVI sistemin görüntü kalite testleri her ay tekrarlanmalı ve BT numarası değerleri ise üçer aylık periyotlarla kontrol edilmelidir (48).

XVI sistem görüntüleme prosedür seçenekleri, iki farklı tipte filtre kaseti kullanımına izin vermektedir. Bunlardan biri, çalışmamızda kullanılan F0 filtresiz kaset diğeri ise papyon filtre kaseti olarak isimlendirilen F1 kasetidir. F1 filtre kaseti ile elde edilen görüntülerde, saçılma kaynaklı oluşacak artefaktların azaltılması ya da yok edilmesi hedeflenmiştir (39). N. Mail ve ark.’ nın yaptığı çalışmada klinik uygulamalarda papyon filtre kullanımı ile görüntülemede, hastanın aldığı dozda ve görüntü kalitesinde oluşan saçılma artefaktlarında azalma olduğu saptanmıştır (39). Bizim yaptığımız çalışmada ise kliniğimizde kullanılan SFOV, MFOV ve LFOV olarak isimlendirdiğimiz üç farklı görüntüleme prosedürü ile görüntüler elde edilerek görüntü kalitesi incelenmiştir. En iyi görüntü kalitesi M20F0 120kV-25 mAs prosedürü için bulunmuştur. Çalışmada kullanılan görüntüler bu prosedür ile elde edilmiştir. XVI sistemi ile çalışmada kullanılacak çekim prosedürünü tanımlamak için çeşitli literatürler araştırılmıştır. Ancak kliniğimizde kullanılan üç farklı görüntüleme prosedürü SFOV 100 kV-10mA, MFOV 120kV-25mA ve LFOV 100kV-10mA’dir ve bu üç prosedür dışında yeni bir prosedürle görüntü elde edebilmek için, sistem kullanıcı ayarlarının değiştirilmesi gerekmektedir. Bu nedenle Richter ve ark.’ nın 2008 yılında yaptığı çalışmada dikkate alınarak bu üç prosedürün görüntü kaliteleri karşılaştırılmıştır (39). Karşılaştırma Mail ve ark. 2013 yılında yaptığı görüntü kalitesinin çalışmaya benzer olarak, kesitler üzerinde oluşturduğu yatak ve dikey eksen BT numarası değer değişim profillerini inceleyerek yapılmıştır. XVI sisteminin bu üç farklı tarama prosedürü için yatay ve dikey eksende profil taramalarında, profiller üzerinde elde edilen BT numarası, standart sapma değerleri TOMOCON iş istasyonu üzerinde incelenmiştir. En düşük standart sapma değerinin MFOV ile elde edilmiş çalışmada bu prosedür kullanılmıştır. MFOV ile elde edilen görüntü kalitesinin daha iyi olma nedeni, diğer iki görüntüleme için 180º’lik açı dönüşü ile projeksiyon bilgisi toplanırken MFOV’ da 360º’ lik açı dönüşü ile daha fazla projeksiyon bilgisinin toplanıyor olmasıdır.

96

N. Mail ve ark’ nın yaptığı çalışma dikkate alınarak hastaların görüntüleme dozu düşeceği ve görüntülenen pelvis ve toraks gibi geniş hacimli bölgelerde, saçılma artefaktarını azaltarak görüntü kalitesini arttıracağı için klinik kullanımda tercih edilmelidir. Ancak özellikle F1 filtre kullanımında cihaz kurulum kalibrasyon işlemleri gerekmekte ve bu kalibrasyonlar sonrasında yeniden görüntüleme kalibrasyon işlemlerinin de tekrarlanması gerekmektedir. Her farklı görüntüleme prosedürü ayrı görüntü kalitesine ve dolayısıyla ayrı BT numarasına sahip olduğu için, tanımlanan her görüntüleme prosedürü için BT numarası değerlerinin yeniden hesaplanması gereklidir. Gelişmiş planlama sistemleri BT numarası değerlerini sisteme aktarmaya gerek duymayabilir. Bu çalışmada kullanılan Precises Plan TPS’ inde bu değerler sisteme TOMOCON iş istasyonu üzerinden hesaplanarak aktarılmıştır.

Tedavi planlama sistemi ile elde edilen planların dozimetrik doğruluğu göreceli ya da mutlak doz ölçümleri ile sağlanmalıdır. Planların dozimetrik doğruluğu bu şekilde sağlanabileceği gibi Richter ve ark.’ nın 2008 yılında yaptığı çalışmada ki gibi referans plan verileri üzerinden de göreceli olarak karşılaştırılabilir. Richter ve ark.’ nın yaptığı çalışmada referans plan oluşturulurken KHBT ile elde edilen hacim taraması farklı bir görüntüleme sistemi ile de taranmış ve aynı tedavi planı verileri iki farklı görüntüleme sistemi ile elde edilen kesitler üzerine uygulanmıştır. Ama bu ikincil belirsizliği de beraberinde getirir. Bunu önlemek için referans kesitlerin elde edildiği görüntüleme sisteminin kalite kontrol testlerinin yapılması ve bu görüntüleme sistemine ait BT numarası değerlerinin de kontrol edilmesi gerekmektedir.

Richter ve ark.’ nın 2008 yılında yaptığı çalışmada filtreli M20F1 120kV ve filtresiz S10F0 100 kV ile elde edilen XVI KHBT görüntülerinin planlamada kullanımı için farklı BT numarası kalibrasyonları yapılmıştır. Kalibrasyonlar için cathphan fantom, vücut fantomu ve gerçek hasta BT kesit görüntüleri kullanılmıştır. Gerçek hastalara ait baş, toraks ve pelvis alanları görüntüleri üzerine uygulanan 1F 6MV, 18MV; 4F 6MV, 18MV ve IMRT plan uygulamaları dozimetrik karşılaştırılmıştır. Dozimetrik karşılaştırmalar referans kabul edilen Ge Light Speed RT BT kesitler üzerine uygulanan planların doğru olduğu kabul edilerek yapılmıştır. Çalışmanın sonucunda cathphan

97

fantomla oluşturulan BT numarası tablosu ile elde edilen planların baş hastalarında, pelvis ve toraks hastalarından daha doğru sonuç verdiği gösterilmiştir. Bunun sebebi olarak da cathphan fantomunun baş kesitleri ile hemen hemen aynı büyüklükte olması gösterilmiştir. Buna paralel olarak toraks ve pelvis hastalarında ise gerçek hasta ya da vücut fantomu BT numarası tabloları ile elde edilen planların dozimetrik doğruluğunun daha iyi olduğu gösterilmiştir (9).

Bizim çalışmamızda da Richter ve ark.’ nın yaptığı çalışmadaki gibi, cathphan kalibrasyon fantomu ile oluştıurduğu BT numarası tablosu ile hesaplanan, toraks ve pelvis bölge planlarının dozimetrik farkı bulunmamıştır. Çalışmamızda aynı bu çalımadaki gibi farklı enerji ve alan sayısına sahip planlar oluşturulmuştur. Bu planlar Ge Light Speed RT BT ve XVI sistem ile elde edilen baş ve toraks bölgeler üzerine uygulanmıştır. Aynı doz haritasının elde edildiği benzer planlar üzerinden karşılaştırma yapılmıştır. Richter ve ark.’ nın yaptığı çalışmada gerçek hasta kesit görüntüleri kullanılmış bizim çalışmamızda ise vucut fantomu kullanılmıştır. Richter ve ark.’ nın çalışmasında gerçek hastaların iki görüntüleme sistemi ile görüntülenmesi sırasında, organ hareketleri kaynaklı dozimetrik farklar oluşmuş olabilir. Bu nedenle XVI sistemle elde edilen kesitlerin dozimetrik karşılaştırmasında fantom kullanımı bu farkı ortadan kaldıracaktır. Richter ve ark.’ nın yaptığı çalışmada XVI sisteminde referans BT’ nin de görüntü kalitesinden ve BT numarası kalibrasyon işlemlerinin yapılıp yapılmadığından bahsedilmemektedir. Bu nedenle cihaz görüntü kalitesi kaynaklı da XVI sistem kesitleri üzerinde dozimetrik fark oluşmuş olabilir. Ayrıca planları dozimetrik doğruluğu göreceli olarak karşılaştırılmıştır. Bu kesitler üzerine uygulanan planların mutlak doz ölçümlerinin alınması daha kesin sonuçlar verecektir. Yapmış olduğumuz tez çalışmasında gerçek doz karşılaştırması AAPM TG53 önerileri doğrultusunda yapabilmek için toraks ve baş bölge ile elde edilen kesitler üzerine uygulanan tüm planlar dozimetrik ölçümlerle doğrulanmıştır (49).

Çalışmamızda, Richter ve ark.’ nın aksine, XVI sistemle elde edilen görüntülerin, gerekli kalite kontrol ve Cathphan kullanılarak yapılacak BT numarası kalibrasyonunun önerilen aralıklarda tekrarlanması şartıyla, tüm tedavi bölgelerinde tedavi planlama

98

amaçlı kullanılabileceği şeklindedir. Richter ve ark. yaptıkları çalışmada BT numarası kalibrasyonunu çalışma süresince tekrar ettiklerinden bahsetmemişlerdir. Bu nedenle çalışmaları süresince BT numarası değeri değişmiş ve sistemin kalibrasyona ihtiyacı olmuş olabilir, bununda dozimetrik farlılıklara katkı sağlamış olması muhtemeldir. Çalışmalarının sonucunda elde ettikleri toraks ve pelvik bölgede rölatif doz farkının bir nedeni bu alabilir. Bunun yanı sıra referans BT ile doz karşılaştırma işlemi yapılacağı durumda referans BT sisteminin de, BT numarası kalibrasyonu ve sistem görüntü kalite testlerinin tekrarlanması fayda sağlayacaktır. XVI ile elde edilen planla yapılacak rölatif doz karşılaştırmasında BT numarası kalibrasyonu ve görüntü kalitesi iyi olmayan bir BT sisteminin referans olarak kabul edilmesi ikincil bir belirsizliği de beraberinde getirecektir. Çalışmada yine bu konu ile ilgili bilgi bulunmamaktadır. Richter ve ark. yaptıkları çalışmada pelvik ve toraks bölge tedavi planlarını eğer iyon odası nokta doz ölçümü yada mutlak doz ölçümü ile dozimetrik olarak kotrol etmiş olsalardı buldukları sonuç daha anlamlı olacaktır.

Hu, Weigang ve arkadaşlarının 2010 yılında yaptığı çalışmada XVI KHBT görüntülerin baş boyun ve beyin tümörüne sahip hastaların radyoterapi tedavisinde planlama amaçlı kullanımını incelemişlerdir. Tedavi planlama amaçlı kullanılan XVI KHBT görüntülerini, S20FO 100kV-65mAs prosedürü ile elde edilmişlerdir. Görüntülerin BT kalibrasyonunda Cathphan kalibrasyon fantomu kullanılmış ve gerçek hasta baş BT kesitleri üzerine tedavi planları uygulanmıştır. Dozimetrik doğrulama amaçlı konvansiyonel BT ile elde edilen kesitler üzerine de aynı planlar uygulanmış ve KHBT görüntüler üzerinde elde edilen plan hesaplarının doğruluğu karşılaştırılmıştır. Çalışmaları süresince sistem HU değer kalibrasyonlarını üçer aylık periyotlarla tekrarlamışlardır. Görüntü kalite kontrol testlerini ise er ay tekrarlamışlardır. Tüm planların dozimetrik doğruluğu gama analizi metodu ile tolerans değer aralığında bulunmuştur (15). Weigan ve ark. Richter ve ark.’ da baş bölgede cathphan BT numarası tablosu ile elde edilen, planların dozimetrik doğruluğunu göstermişlerdir. Weigan Richter’den farklı olarak planların dozimetrik doğruluğunda gama analizi metodu da kullanmıştır. Her iki çalışmaya paralel bu tez çalışmasın dada baş bölge planlarının dozimetrik doğrulaması, AAPM TG53 önerileri doğrultusunda, iyon odası, 2D Array

99

ölçümleri ile elde edilmiştir. Göreceli doz karşılaştırmalarında 2D Array iyon odası ile elde edilen doz haritaları planlama doz haritasıyla gama analizi metodu ile karşılaştırılmıştır. Ayrıca planların iyon odası ile mutlak doz ölçümleri alınarak plan doğruluğu sağlamıştır. Richter ve Weigan’ın çalışmalarından farklı olarak plan karşılaştırmaları rando vücut fantomu üzerinde yapılmıştır. Bu şekilde organ hareketi kaynaklı oluşabilecek kesit farklılık hataları minimuma indirilmiştir. Planların rölatif karşılaştırması daha anlamlı hale gelmiştir. Tedavi planı karşılaştırmalarında bu çalışmalarda da yapılan farklı enerji ve alan sayısına sahip üç farklı tedavi planı oluşturulmuştur. Richter çalışmasında sadece baş bölge için dozimetrik doğruluğu araştırmışken, Weigan baş pelvis ve toraks bölge içinde araştırmıştır. Sonuç olarak pelvik ve toraks uygulamalarında planların dozimetrik doğruluğu bu iki çalışmada sağlanamamıştır. Bu çalışmada, sistem kalite kontrolleri, BT numarası kalibrasyonları XVI sistem üretici teknik referans kitapları ve görüntü kalitesi testleri AAPM TG179 doğrultusunda tekrarladıktan sonra, elde edilen kesit görüntüleri planlama amaçlı kullanılmıştır. Bu işlemler ardından vücut fantom toraks, pelvis ve baş bölgeler üzerinde yapılan planların dozimetrik doğruluğu sağlanmıştır.

XVI görüntüleme sistemi ile elde edilen görüntülerin, dozimetrik kullanımında benzer çalışmalarda sadece HU kalibrasyonu yapılmıştır. Bizim çalışmamızda ise cihazın üretici tavsiyelerinde belirtilmiş olan tüm geometrik ve görüntüleme kalibrasyonları tekrarlanarak görüntü kalitesi arttırılmıştır. Bu kesitler üzerine planlamalar yapılmıştır. Bu nedenle diğer çalışmadaki pelvis ve toraks bölge için elde edilen sonuçların aksine plan doğruluğu sağlanmış olabilir.

Ayrıca çalışmamızda diğer çalışmalardan farklı olarak plan değerlendirmelerinde dört farklı karşılaştırma ile sonuçlar yorumlanmıştır. XVI ve BT kesitler üzerine aynı planlar uygulanmış MU farklılıkları analiz edilmiştir. 9F, 2FB ve 2FT tedavi planlarının dozimetrik doğrulamasında iyon odası ile merkez nokta dozu ölçümleri elde edilmiştir. Ayrıca 9F planların gama analizi metodu rölatif doz dağılımı karşılaştırması yapılmış ve 2D Array ile merkez nokta dozu ölçümleri elde edilmiştir. Bu nedenle sonuçların doğruluğu daha anlamlı olmaktadır.

100

XVI sistem kesit görüntüleri tedavi planlama amaçlı kullanılabilir. Ancak sistem geometrik ve görüntü kalite kontrollerinin aylık olarak tekrarlanmalı ve gerekli durumda kalibrasyonlarla görüntü kalitesi iyileştirilmelidir. BT numarası değeri sistem esnekliği kaynaklı değişebilecektir bu nedenle cihaz flexmap kalibrasyonunun da tekrarlanması gerekebilir. 2013 yılında Huber’ in yaptığı çalışmada görüntüleme panelinin sıcaklık ve kullanım sıklığı nedenli kazanç kalibrasyonuna ihtiyaç duyduğu vurgulanmıştır. Bu nedenle rutin kullanımda üçer aylık periyotlarla kazanç kalibrasyonunun tekrarlanması hem cihaz ömrünü arttıracak hem de elde edilen görüntülerin kalitesini arttıracaktır. Mail ve ark. yaptığı çalışmada gösterilen F1 filtre kullanımı, geniş hacim taramalarında görüntüleme sırasında saçılma kaynaklı oluşacak artefaktları azaltması ve hasta dozunun düşmesi gibi olumlu faydaları nedeni ile klinik kullanımda tercih edilmelidir. Ancak bu filtre için de görüntü kalibrasyonlarının tekrarlanması gerekmektedir. Her farklı görüntüleme prosedürü ayrı bir BT değer tablosu oluşturmaktadır, bu nedenle her çekim prosedürü için ayrı bir BT numarası kalibrasyonu gereklidir ve bunlar gerekliyse planlama sistemine ayrı ayrı tanımlanmalıdır. Tüm bu işlem adımları izlenirse tedavi planlama amaçlı kullanımda dozimetrik doğruluk sağlanacaktır.

101 6. SONUÇ ve ÖNERİLER

1) XVI sisteminin kalibrasyon öncesi elde edilen BT numarası doğrusallığı test değeri %

4,5 bulunmuştur. Kazanç kalibrasyonu, kötü piksel haritası kalibrasyonu ve geometrik